CN104053980A - 波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法 - Google Patents

波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法 Download PDF

Info

Publication number
CN104053980A
CN104053980A CN201280062822.1A CN201280062822A CN104053980A CN 104053980 A CN104053980 A CN 104053980A CN 201280062822 A CN201280062822 A CN 201280062822A CN 104053980 A CN104053980 A CN 104053980A
Authority
CN
China
Prior art keywords
interference signal
spectrum interference
oct
scanning
spectrum
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201280062822.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104053980B (zh
Inventor
安野嘉晃
伊藤雅英
洪暎周
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
JAPAN GOVERNMENT
Original Assignee
JAPAN GOVERNMENT
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by JAPAN GOVERNMENT filed Critical JAPAN GOVERNMENT
Publication of CN104053980A publication Critical patent/CN104053980A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104053980B publication Critical patent/CN104053980B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02055—Reduction or prevention of errors; Testing; Calibration
    • G01B9/02075—Reduction or prevention of errors; Testing; Calibration of particular errors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02001—Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02083—Interferometers characterised by particular signal processing and presentation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)

Abstract

不追加使用昂贵且复杂的硬件地修正SS-OCT的光源的波长扫描和由光检测器收集数据作为光谱干涉信号的时间点之间的颤动而使相位稳定化。其具有基于通过使从SS-OCT的波长扫描型光源(2)出射并被分割的、在固定参照镜(8)反射的参照光和在被测量物体(6)反射的样本光重合并由光检测器(15)检测而得的光谱干涉信号由生成断层图像的计算机(16)并由第一修正单元进行粗略修正、由第二修正单元进行更详细修正的功能，从而使SS-OCT的相位稳定化。

Description

波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法
技术领域
本发明涉及扫描光源的波长而得到光谱干涉信号的波长扫描型光学相干断层仪(Swept Source Optical Coherence Tomography，简称为“SS-OCT”。)及其相位稳定化方法，特别涉及不使用追加的硬件而仅通过与一般所使用的SS-OCT相同的构成来使相位稳定化的技术。
背景技术
以往，作为用于医疗领域等的非破坏断层测量技术的一种，存在随时间地使用低相干光作为探头(探针)的光断层图像化法“光学相干X射线断层照相术”(OCT)(参照专利文献1)。OCT由于将光用作测量探头，因此具有能够测量被测量物体的折射率分布、分光信息、偏光信息(多折射率分布)等的优点。
基本的OCT43以迈克尔逊干涉仪为基本，用图3说明其原理。从光源44射出的光由校准透镜45平行化后，通过射线分裂器46分割为参照光和样本光。样本光通过样本臂内的物镜47聚光于被测量物体48，并在此处散射、反射后再次返回物镜47、射线分裂器46。
另一方面，参照光经过参照臂内的物镜49后通过参照镜50反射，再次经过物镜49并返回射线分裂器46。这样，返回的射线分裂器46的样本光和参照光和样本光一同入射至聚光透镜51并聚光于光检测器52(光电二极管等)。
OCT的光源44随时间地利用低相干的光(不同时刻从光源射出的光彼此极难干涉的光)的光源。在随时间地以低相干光作为光源的迈克尔逊型干涉仪中，仅当参照臂和样本臂的距离大致相等时出现干涉信号。该结果，一边使参照臂和样本臂的光程差(τ)变化，一边由光检测器52测量干涉信号的强度，从而得到相对于光程差的干涉信号(干涉图)。
该干涉图的形状表示被测量物体48的深度方向的反射率分布，通过一维的轴方向扫描能够得到被测量物体48深度方向的构造。这样，在OCT43中，通过光程扫描能够测量被测量物体48深度方向的构造。
通过在这种轴方向扫描之外，再加上横方向的机械扫描，进行二维扫描来得到被测量物体的二维截面图像。作为进行该横方向扫描的扫描装置，使用以下等构成，使被测量物体直接移动的构成、以物体固定的状态变换物镜的构成、以及以被测量物体和物镜均固定的状态旋转物镜的瞳面附近的检流计反射镜的角度的构成。
从以上的基本的OCT发展出的OCT有使用分光器得到光谱信号的光谱领域OCT(SD-OCT)和扫描光源的波长而得到光谱干涉信号的波长扫描型OCT(Swept Source OCT，简称为“SS-OCT”。)。对于SD-OCT存在傅里叶领域OCT(Fourier Domain OCT，简称为“FD-OCT”。参照专利文献2)以及偏光感受型OCT(Polarization-Sensitive OCT，简称为“PS-OCT”。参照专利文献3)。
FD-OCT的特征在于，由分光仪(光谱分光器)取得来自被测量物体的反射光的波长光谱，并通过对该光谱强度分布进行傅里叶变换，取出在实空间(OCT信号空间)上的信号，该FD-OCT无需进行深度方向的扫描，能够通过进行x轴方向的扫描来测量被测量物体的截面构造。
SS-OCT通过高速波长扫描激光来改变光源的波长，使用与光谱信号同步取得的光源扫描信号并重排列干涉信号，通过加上信号处理来得到3维光学断层图像。此外，作为改变光源波长的单元，即使是利用单色仪的设备，也能够用作SS-OCT。
已知通过多普勒光学相干X射线断层照相术(多普勒OCT)进行的视网膜血流分布的测量。这是使用上述FD-OCT等能够进行视网膜血流分布测量的单元，同样地，通过使用光谱领域OCT，能够得以形成横截面视网膜血流图像，另外也能够观察维的视网膜的脉管构造。
本发明的发明人员长久地着眼于多普勒OCT，一直在进行非侵袭地测量生物体内，特别是眼底的血流的方法的研究、开发。以往发明人员以SD-OCT为技术平台在其上安装多普勒OCT并成功进行眼底血流检查，但近年OCT的技术平台从SD-OCT逐渐向新一代的SS-OCT转变。
现有技术文献
专利文献
专利文献1:日本特开2002-310897号公报
专利文献2:日本特开平11-325849号公报
专利文献3:日本特开2004-028970号公报
非专利文献
非专利文献1:B.Vokoc et.al.,“Phase-resolved optical frequency domainimaging,”OpticsExpress13,5483-(2005).
发明内容
发明所要解决的课题
虽然本发明的发明人员通过SS-OCT也能进行多普勒测量的研究开发，但在多普勒测量中，存在困难的问题。这是由SS-OCT特有的相位不稳定性引起的。
修正SS-OCT的相位不稳定性的方法虽然有Harvard Medical School提出的方案(参照非专利文献1)，但是该技术需要复杂的硬件因而不能避免制品成本的增大。
本发明的目的在于解决上述SS-OCT的相位不稳定性的问题，仅以与以往同样的标准的SS-OCT的构成为前提，并以通过对从其得到的信号进行适当处理来得到较高的相位稳定性为课题，据此，利用以往的SS-OCT，来实现通过SS-OCT进行的测量以及多普勒测量。
用于解决课题的方法
本发明为了解决上述课题，提供一种使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法，其在SS-OCT中，基于光谱干涉信号并通过由生成断层图像的计算机，来修正光谱干涉信号的相位数据，所述光谱干涉信号通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合并被光检测器检测而得，上述使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法的特征在于，
上述光谱干涉信号的相位数据的修正以如下方式进行，在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，根据下式(2’)，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正。
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N   ···(2’)
其中，N为采样点数，ζ是表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
本发明为了解决上述课题，提供一种使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法，其在SS-OCT中，基于光谱干涉信号并通过由生成断层图像的计算机，依次进行第一修正处理和第二修正处理来修正光谱干涉信号的相位数据，所述光谱干涉信号通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合并被光检测器检测而得，上述使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法的特征在于，上述第一修正处理以如下方式进行，在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，按照下式(2’)，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正，上述第二修正处理以如下方式进行，在表示由上述两个A-扫描而得到的光谱干涉信号的多普勒相位变换的下式(9)中，关于没有多普勒信号vz(ζ)的区域的、ζ的截距bm＝4πτvb/λC、斜率am＝-2πβ’/N的1次函数，通过求得使下式(10)所表示的误差能量为最小的斜率am和截距bm，来求得因体运动以及颤动而产生的光谱位移β的残差β’，从而进行光谱干涉信号的相位数据的修正。
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N   ···(2’)
其中，N为采样点数，ζ为表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
其中，以下符号分别表示，τ为两个A-扫描间的时间，λC为光源的中心波长，n为折射率，变量ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，vb为体运动的速度，β’为因颤动而引起的光谱位移的残差，N为采样点数，ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，ζ为表示被测量物体的深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1。
其中，m＝0、1、2……，ζ是表示被测量物体深度的变量，Wm(ζ)是加权。
本发明为了解决上述课题，提供一种SS-OCT，其具备：波长扫描型光源；光检测器，其检测通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合而得的光谱干涉信号；以及基于光检测器检测的光谱干涉信号生成断层图像的计算机，上述SS-OCT的特征在于，
上述计算机具备修正单元，该修正单元修正光谱干涉信号的相位数据并使SS-OCT的相位稳定化，上述修正单元以下述方式进行修正，在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，根据下式(2’)，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正。
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N···(2’)
其中，N为采样点数，ζ是表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
本发明为了解决上述课题，提供一种SS-OCT，其具备：波长扫描型光源；光检测器，其检测通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合而得的光谱干涉信号；以及基于光检测器检测的光谱干涉信号生成断层图像的计算机，上述SS-OCT的特征在于，
上述计算机具备依次修正光谱干涉信号的相位数据从而使SS-OCT的相位稳定化的第一修正单元和第二修正单元，就上述第一修正单元而言，在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，根据下式(2’)，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正。就上述第二修正单元而言，在表示由上述两个A-扫描而得到的光谱干涉信号的多普勒相位变换的下式(9)中，关于没有多普勒信号vz(ζ)的区域的、ζ的截距bm＝4πτvb/λC、斜率am＝-2πβ’/N的1次函数，通过求得使下式(10)所表示的误差能量为最小的斜率am和截距bm，来求得因体运动以及颤动而产生的光谱位移β的残差β’，从而进行光谱干涉信号的相位数据的修正。
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N···(2’)
其中，N为采样点数，ζ是表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
其中，以下符号分别表示，τ为两个A-扫描间的时间，λC为光源的中心波长，n为折射率，变量ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，vb为体运动的速度，β’为因颤动而引起的光谱位移的残差，N为采样点数，ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，ζ为表示被测量物体的深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1。
其中，m＝0、1、2……，ζ是表示被测量物体深度的变量，Wm(ζ)为加权。
发明效果
根据本发明的波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法，能够产生如下效果。
(1)不追加使用相位稳定化镜、多频数字转换器等昂贵且复杂的硬件，能够仅通过与一般所使用的SS-OCT相同的构成就使相位稳定化。
(2)能够修正由SS-OCT取得的多个A-扫描(被测量物体深度方向的扫描)的光谱干涉信号的时间颤动(基于光源的波长扫描和光检测器收集光谱干涉信号的时间点不一致而产生的时间轴方向上的信号波形的抖动)。
(3)能够在由SS-OCT拍摄生物体时，检测因生物体的移动(体运动)而产生的多普勒信号的人工产物(artifact(人工产物)：错误的观察)并修正。
(4)能够在由SS-OCT拍摄生物体时，使用该多普勒变换信息，更高精度地修正时间颤动。
附图说明
图1是表示本发明的PS-OCT系统的整体构成的图。
图2是表示本发明的相位稳定化方法以及用于验证采用该方法的SS-OCT的效果的实验结果的图表。
图3是说明以往的基本的OCT的图。
具体实施方式
以下，参照附图并基于实施例来说明本发明的波长扫描型光学相干断层仪及用于实施其相位稳定化方法的方式。
首先，说明本发明的SS-OCT(波长扫描型光学相干断层仪)的主体构成。
图1是表示SS-OCT1的基本构成的图。通过光纤3向光纤耦合器4输送从波长扫描型光源2出射的输出光。该输出光在光纤耦合器4中分割为通过光纤5向被测量物体6照射的样本光和通过光纤7照射固定参照镜8的参照光。
样本光通过光纤5、透镜9、角度可变的扫描镜10以及透镜11向被测量物体6照射并在该处反射，然后以相同的路径返回光纤耦合器4。参照光通过光纤7、透镜12以及透镜13向固定参照镜8照射并在该处反射，然后以相同的路径返回光纤耦合器4。
并且，这些样本光和参照光在光纤耦合器4中重合，通过光纤14输送至光检测器15(使用PD(光电二极管)等点传感器。)，作为光谱干涉信号进行检测，并输入计算机16。
基于光检测器15的检测输出，来形成被测量物体6的深度方向(A方向)和扫描镜的扫描方向(B方向)的截面图像。并在计算机16上连接显示器17。
波长扫描型光源2是随时间使波长变化来进行扫描的光源、即波长具有时间依存性的光源。据此，为了进行A-扫描(向被测量物体深度方向的扫描)，不用扫描固定参照镜8(沿光轴方向移动并进行的光轴方向的扫描)，就能够得到被测量物体6的深度方向的反射率分布并取得深度方向的构造，并且仅通过进行B-扫描(与光轴方向正交的1维方向的扫描)就能够形成二维的断层图像。
可是，在SS-OCT中，因为该光源随时间使波长变化地扫描，所以该光源的波长扫描(波长的变化时间点)与由光检测器收集作为光谱干涉信号的数据的时间点之间的(因不一致而产生的)颤动(Jitter：时间轴方向上的信号波形的抖动、因该抖动而产生的图像的散乱)成为问题。
该颤动导致光谱采样的随机变换，结果使由SS-OCT取得的光谱干涉信号颤动。
在多普勒测量中，由于多普勒信号是通过由两个A-扫描(由B-扫描得到的第一A-扫描A1和第二A-扫描A2)取得的光谱干涉信号的相位差而得到，因此由上述SS-OCT取得的光谱干涉信号的颤动会直接影响多普勒测量的数据误差。
本发明涉及通过构成SS-OCT(作为SS-OCT的构成要素)的计算机使由SS-OCT取得的光谱干涉信号的相位数据稳定化的方法，另外还涉及SS-OCT，其将使上述计算机起到使上述光谱干涉信号的相位数据稳定化的修正单元的功能的程序搭载于上述计算机而构成。
(使SS-OCT的相位数据稳定化的修正单元、方法)
本发明的使SS-OCT的相位数据稳定化的修正单元以及方法通过使SS-OCT的光谱干涉信号的相位数据稳定化的程序，使SS-OCT的计算机作为为了使光谱干涉信号的相位数据稳定化而令其修正处理以所谓第一修正处理单元以及第二修正处理单元的两级进行处理的单元起作用，由此进行第一修正处理以及第二修正处理。
在利用第一修正处理单元的第一修正处理中，仅数字地取得SS-OCT的参照光，并通过由此进行SS-OCT光谱时间的相关计算，来修正SS-OCT光谱干涉信号的粗略的光谱位移(具体来说，SS-OCT的光谱干涉信号的颤动)。
在利用第二修正处理单元的第二修正处理中，检测由被测量物体的体运动(例如，人眼的移动等，成为测量图像的人工产物(artifact(人工产物)：错误的观察)的原因。)等而引起的光谱位移并修正，进行比第一修正处理更高性能的SS-OCT的光谱干涉信号的相位数据的修正。
在本发明中，只要在构成SS-OCT的计算机上搭载使SS-OCT的相位数据稳定化的程序，实施本发明的波长扫描型光学相干断层仪的相位稳定化方法，则没有追加并使用现有例中所必要的“相位稳定化镜”或“多频数字转换器”等昂贵且复杂的装置的必要。
以下，对本发明的使SS-OCT的光谱干涉信号的相位数据稳定化的修正单元及方法与其原理一同进行说明。
为了明确第一修正处理单元(粗略的光谱位移的修正单元)以及第一修正处理，以下对其修正进行具体说明。通过多个A-扫描(沿与A-扫描方向正交的方向移动(简而言之B-扫描)进行的多个A-扫描)而得到SS-OCT的光谱干涉信号，将由第一A-扫描A1和第二扫描A2两个A-扫描得到的两个光谱干涉信号记作S1(j)以及S2(j)。
在此，j为光谱的采样点，即、A-扫描的深度方向(光轴方向)的坐标，其与波数k成比例。此外，若定义波长λ、频率f、角速度ω，则根据kω＝λf，波数k为k＝λf/ω，另外根据f/ω＝2π，则能够以k＝2πf来表示。
并且，考虑两个光谱干涉信号S1(j)以及S2(j)间相对的光谱位移。光谱干涉信号S2(j)接受因颤动而产生的光谱位移β，其结果为S2(j)变成S’2(j)。这样一来，S’2(j)能够以下式(1)表示。
S’2(j)＝S2(j)*δ(j-β)   ···(1)
在此，*为卷积(折合式积分)。
对两边进行傅里叶变换，则得到下式(2)。
F[S’2(ζ)]＝F[S2(ζ)]e×p(-i2πζβ/N)   ···(2)
在此，F[ ]是对[ ]内进行傅里叶变换的式子。N为采样点数，ζ为表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1。i表示虚数单位。
可是，如上所述，在多普勒测量中，虽然多普勒信号通过由两个A-扫描所取得的光谱干涉信号的相位差而得到，但若假设，在两个A-扫描的光谱干涉信号的形状一致的情况下，则光谱干涉信号的颤动将直接影响多普勒测量的数据误差(相位误差)。
在由两个A-扫描得到的光谱干涉信号S1(j)以及S2(j)一致的情况(S1(j)＝S2(j))下，根据S1(j)以及S2(j)而得的多普勒信号将带有由下式(2’)所表示的相位误差。
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N   ···(2’)
在此，*表示复数共轭，Angle[]是表示[]内的相位的式子(Angle[]表示相位角)。
该式表示的内容如下，由于多普勒信号与光谱位移β成1次函数的比例，因此通过以1次函数拟合该式所表示的多普勒信号的数据，将能够作为该拟合函数的斜率求出因颤动而引起的光谱位移β，再有，通过从该多普勒信号减去该拟合值，能够除去颤动的效果。
但是在现实中，将会因为如下的原因而产生误差，从而使得光谱数据在两个A-扫描间不同。
(1)两个A-扫描的光谱干涉信号S1(j)、S2(j)分别存在一般的误差。
(2)因血流等而引起的多普勒变换。
(3)因体运动(产生像人眼一样的被测体的摇晃或移动、人工产物(artifact(人工产物)：错误的观察))等原因而引起的误差。
因此，本发明的特征在于，使计算机起到如下单元的功能，根据式(2’)，对于作为基准的S1(j)信号，使用不含误差等的参照光(从参照光臂返回的信号)的光谱数据而求得光谱位移β，并通过该光谱位移β来进行光谱干涉信号的相位数据的修正。
(段落A)以上为第一修正处理单元，若进一步详细地说明，实际检测到的光谱干涉信号S1(j)由下式(3)表示。
S1(j)＝|Er(j)|2+|Ep1(j)|2+Er(j)Ep1 *(j)+Er *(j)Ep1(j)
                                                           ···(3)
在此，*表示复数共轭。另外，Er(j)以及Ep1(j)分别为A-扫描的参照光以及样本光光波的振幅。
在该式中，相对于以第3项的Er(j)Ep1 *(j)以及第4项Er *(j)Ep1(j)通过光学系统的调整而具有比较高的搬送频率的方式设定，因为第1项的|Er(j)|2的搬送频率为零，因此能够通过数字的频率过滤而除去第3项、第4项。
另外，在通常的SS-OCT中，参照光的Er(j)Ep1 *(j)强度远大于样本光的强度。即、|Er(j)|2>>|Ep1(j)|2。
因此，光谱干涉信号S1(j)能够记为S’1(j)≒|Er(j)|2。该傅里叶变换将变为下式(4)。
F[S’1(j)]≒F[|Er(j)|2]   ···(4)
在此，F[ ]为对[ ]内进行傅里叶变换的式子。
S’2(j)在实际的OCT测量中，能够由下式(5)表示。
S’2(j)＝{|Er(j)|2+|Ep2(j)|2+Er(j)Ep2 *(j)+Er *(j)Ep2(j)}*δ(j-β)   ···(5)
在此，*表示复数共轭。另外，*为卷积(折合式积分)。
Ep2(j)为探头光的振幅。
S’2(j)能够使用和S’1(j)的情况相同的类似，并记作下式的方式。
S″2(j)≒|Er(j)|2*δ(j-β)
对其进行傅里叶变换将得到下式(6)。
F[S″2(ζ)]≒F[|Er(j)|2]e×p(-i2πζβ/N)   ···(6)
因此相位差能够由下式(7)表示。
F[S″2(ζ)]F[S'1 *(ζ)]≒I(ζ)e×p(-i2πζβ/N)   ···(7)
在此，I(ζ)＝F[|Er(j)|2]为OCT强度信号。
理论上，虽然式(7)的误差成分的相位-i2πζβ/N应该是ζ的1次函数，但实际上产生由线性的斜率引起的偏离。该相位的斜度β可以以使下式(8)所表示的误差为最小的方式决定。
(段落B)在此，
在强度I(ζ)低于干扰电平的情况下，使I(ζ)＝0。据此(上述段落A～段落B所记载的内容)能够数字地修正通过颤动而产生的线性的误差成分。
发明者对将用于实施本发明方法的程序(使计算机起到使由SS-OCT取得的光谱干涉信号的相位数据稳定化的修正单元的功能的程序)搭载于SS-OCT的计算机并使用第一修正处理单元的情况，和不搭载也不使用第一修正处理单元的情况分别算出光谱干涉信号的光谱位移，并进行用于验证本发明的方法以及采用该方法的SS-OCT的效果的实验。
在该实验中，算出通过相互邻接的A-扫描分别取得的光谱干涉信号间不同深度方向的相位差的标准偏差。
图2表示该实验结果。在图2中，横轴表示A-扫描方向的被测量物体的深度(Depth，单位为mm)，纵轴表示光谱干涉信号的相位差的标准偏差，单位为度(degree)。并且，○标记表示使用第一修正处理单元的情况的算出值，×标记表示未使用第一修正处理单元的情况的算出值。
根据该实验结果，与是否使用第一修正处理单元无关，相位差的标准偏差根据A-扫描方向的被测量物体的深度而不同，在更深的区域中，相位差的标准偏差变大。
并且，使用第一修正处理单元的情况下，相位差的标准偏差小于未使用的情况。因此，能够证实若使用第一修正处理单元，则在A-扫描方向的被测量物体的深度方向的全区域内，光谱干涉信号的相位差的标准偏差变小，从而改善相位稳定性。
为了明确第二修正处理单元(光谱位移的残差和体运动的修正单元)以及第二修正处理，对该修正进行以下具体说明。得到多普勒OCT像即邻接的A-扫描的光谱干涉信号间的相位差作为上述A-扫描和相邻的A-扫描的复数共轭相乘的信号的相位成分(参照上述式(2’))。
参照光和样本光的光程差为零(零延时)附近的较大光谱位移能够通过第一修正处理单元来修正。但是，距离零延时较远的信号残留有误差(光谱位移的残差)。另外，也不能修正体运动。
因此，SS-OCT测量的光谱干涉信号在经过第一修正处理单元修正后再经过由下式(9)表示的“多普勒相位变换(ζ)”修正。
在此，以下符号分别表示，τ为两个A-扫描间的时间，λC为光源的中心波长，n为折射率，变量ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，vb为体运动的速度，β’为因颤动而产生的光谱位移的残差，N为采样点数，ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，ζ为表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1。
在该式中，第1项的(4πτ/λC)nvz(ζ)是要测量的多普勒信号。第2项的(4πτ/λC)vb是引起体运动的信号，是不依存于深度ζ的常数。
第1项的-2πζβ’/N的“β’”是如上所述因颤动而引起的光谱位移的残差，而未经第一修正处理单元修正的状态的光谱位移β在经第一修正处理单元修正后，其大部分会被利用第一修正处理单元的修正所消除。并且，因为该残差β’较小，所以在此不会再次产生2π相位的折叠。
在不存在多普勒信号vz(ζ)的区域(不存在血液等的移动的区域)中，因为能够忽略第1项，所以式(9)的(ζ)是ζ的截距为4πτvb/λC、斜率为-2πβ’/N的1次函数。
该截距和斜率能够通过利用反复法求得使由下式(10)表示的误差能量为最小的斜率am和截距bm而决定。
在此，m＝0、1、2……，Wm(ζ)是表示以反复法使误差能量最小化时表示各ζ的误差重要性的加权函数。
在反复法的式(10)中，m＝0，即初期值W0(ζ)以下式(11)表示。
I(ζ)＞ε2的情况：W0(ζ)＝(I(ζ))1/2
其他的情况：W0(ζ)＝0
                                                        ···(11)
在此，I(ζ)为OCT的强度信号，ε为干扰电平。
加权的更新以下式(12)进行。
的情况：Wm(ζ)＝0
其他的情况：Wm(ζ)＝Wm-1
                                                        ···(12)
在此，m＝1、2、…。即、在误差能量小于规定的阙值例如π/2m的情况下，使加权为零。在除此以外的情况下不更新加权。若重复次数m越大则阙值越低。预先设定好m的最大值(例如为6等)。
以上，虽然基于实施例对用于实施本发明的波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法的最佳方式进行了说明，但是本发明并不限定于这种实施例，在权利要求范围所记载的技术条款范围内，当然还存在很多种实施例。
产业上的可利用性
本发明的波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法有助于眼底血流的检查，据此，能够进行青光眼、糖尿病视网膜症的初期检测。另外，也有助于肿瘤成像，能够使恶性肿瘤的新生血管的三维可视化。此外，也期待对消化器OCT等的应用以及对动物实验的应用。
符号说明
1—波长扫描型OCT，2—波长扫描型光源，3、5、7、14—光纤，4—光纤耦合器，6—被测量物体，8—固定参照镜，10—扫描镜，11、12、13—透镜，15—光检测器，17—显示器。

Claims (4)

1.一种使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法，其在SS-OCT中，基于光谱干涉信号并通过生成断层图像的计算机，来修正光谱干涉信号的相位数据，所述光谱干涉信号通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合并被光检测器检测而得，上述使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法的特征在于，
上述光谱干涉信号的相位数据的修正以如下方式进行：在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，根据下式，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正，
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N
其中，N为采样点数，ζ是表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
2.一种使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法，其在SS-OCT中，基于光谱干涉信号并通过生成断层图像的计算机，依次进行第一修正处理和第二修正处理来修正光谱干涉信号的相位数据，所述光谱干涉信号通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合并被光检测器检测而得，上述使SS-OCT的光谱干涉信号的相位稳定化的方法的特征在于，
上述第一修正处理以如下方式进行：在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，根据下式(1)，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正，
上述第二修正处理以如下方式进行：在表示由上述两个A-扫描得到的光谱干涉信号的多普勒相位变换的下式(2)中，关于没有多普勒信号vz(ζ)的区域的、ζ的截距bm＝4πτvb/λC、斜率am＝-2πβ’/N的1次函数，通过求得使下式(3)所表示的误差能量为最小的斜率am和截距bm，来求得因体运动以及颤动而产生的光谱位移β的残差β’，从而进行光谱干涉信号的相位数据的修正，
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N   ···(1)
其中，N为采样点数，ζ为表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
其中，以下符号分别表示，τ为两个A-扫描间的时间，λC为光源的中心波长，n为折射率，变量ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，vb为体运动的速度，β’为因颤动而引起的光谱位移的残差，N为采样点数，ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，ζ为表示被测量物体的深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，
其中，m＝0、1、2……，ζ是表示被测量物体深度的变量，Wm(ζ)是加权。
3.一种SS-OCT，其具备：波长扫描型光源；光检测器，其检测通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合而成的光谱干涉信号；以及基于光检测器检测的光谱干涉信号生成断层图像的计算机，上述SS-OCT的特征在于，
上述计算机具备修正单元，其修正光谱干涉信号的相位数据而使SS-OCT的相位稳定化，
就上述修正单元而言，在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，根据下式，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正，
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N
其中，N为采样点数，ζ是表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
4.一种SS-OCT，其具备：波长扫描型光源；光检测器，其检测通过使从波长扫描型光源出射并被分割的、在固定参照镜反射的参照光和在被测量物体反射的样本光重合而成的光谱干涉信号；以及基于光检测器检测的光谱干涉信号生成断层图像的计算机，上述SS-OCT的特征在于，
上述计算机具备依次修正光谱干涉信号的相位数据从而使SS-OCT的相位稳定化的第一修正单元和第二修正单元，
就上述第一修正单元而言，在邻接的两个A-扫描中，根据成为基准的第一A-扫描的光谱干涉信号S1(j)和第二A-扫描的光谱干涉信号、即受到因颤动而产生的光谱位移β的光谱干涉信号S’2(j)，根据下式(1)，且作为成为基准的光谱干涉信号S1(j)使用第一A-扫描的参照光光谱，求得光谱位移β，并通过消去该光谱位移β，来进行光谱干涉信号的相位数据的修正，
就上述第二修正单元而言，在表示由上述两个A-扫描得到的光谱干涉信号的多普勒相位变换的下式(2)中，关于没有多普勒信号vz(ζ)的区域的、ζ的截距bm＝4πτvb/λC、斜率am＝-2πβ’/N的1次函数，通过求得使下式(3)所表示的误差能量为最小的斜率am和截距bm，来求得因体运动以及颤动而产生的光谱位移β的残差β’，从而进行光谱干涉信号的相位数据的修正，
Angle[F[S’2(ζ)]F[S1 *(ζ)]]＝-i2πζβ/N   ···(1)
其中，N为采样点数，ζ是表示被测量物体深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，F[]是对[]内进行傅里叶变换的式子，Angle[]是表示[]内的相位的式子，*表示复数共轭。
其中，以下符号分别表示，τ为两个A-扫描间的时间，λC为光源的中心波长，n为折射率，变量ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，vb为体运动的速度，β’为因颤动而引起的光谱位移的残差，N为采样点数，ζ的函数vz(ζ)为光轴方向的速度，ζ为表示被测量物体的深度的变量，ζ＝0、1、……、N-1，
其中，m＝0、1、2……，ζ是表示被测量物体深度的变量，Wm(ζ)为加权。
CN201280062822.1A 2012-01-05 2012-12-14 波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法 Expired - Fee Related CN104053980B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012000313A JP5900950B2 (ja) 2012-01-05 2012-01-05 波長走査型光干渉断層計及びその位相安定化プログラム
JP2012-000313 2012-01-05
PCT/JP2012/082460 WO2013103080A1 (ja) 2012-01-05 2012-12-14 波長走査型光干渉断層計及びその位相安定化方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104053980A true CN104053980A (zh) 2014-09-17
CN104053980B CN104053980B (zh) 2016-05-18

Family

ID=48745143

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201280062822.1A Expired - Fee Related CN104053980B (zh) 2012-01-05 2012-12-14 波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9354038B2 (zh)
EP (1) EP2801814B1 (zh)
JP (1) JP5900950B2 (zh)
CN (1) CN104053980B (zh)
WO (1) WO2013103080A1 (zh)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104622474A (zh) * 2015-03-09 2015-05-20 莆田市荔城区聚慧科技咨询有限公司 一种表面深度测量装置
CN104849221A (zh) * 2015-05-21 2015-08-19 清华大学深圳研究生院 一种基于光学相干层析成像技术的相位定标方法
CN105342558A (zh) * 2015-09-30 2016-02-24 苏州大学 一种基于光学相干断层扫描成像中相位误差的校正方法
CN108956533A (zh) * 2018-07-13 2018-12-07 福州大学 一种可消除多色误差的oct共轭镜像去除装置及方法
CN110057286A (zh) * 2017-12-22 2019-07-26 株式会社多美 光学相干层析成像装置
CN110996760A (zh) * 2017-06-16 2020-04-10 迈克尔·S·柏林 Oct引导的青光眼手术的方法和系统

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9207062B2 (en) * 2012-12-10 2015-12-08 The Johns Hopkins University Distortion corrected optical coherence tomography system
JP6180877B2 (ja) * 2013-10-02 2017-08-16 株式会社トプコン 光画像計測装置
EP3111833A1 (en) * 2014-01-31 2017-01-04 The General Hospital Corporation Method and apparatus for performing multidimensional velocity measurements based on amplitude and phase signals in the field of optical interferometry
US9763570B2 (en) * 2014-02-04 2017-09-19 University Of Southern California Optical coherence tomography (OCT) system with phase-sensitive B-scan registration
WO2015127661A1 (zh) * 2014-02-28 2015-09-03 深圳市斯尔顿科技有限公司 一种血液流速的测量装置及方法
JP6798095B2 (ja) * 2014-12-02 2020-12-09 株式会社ニデック 光コヒーレンストモグラフィ装置、及びそれに用いる制御プログラム
WO2016099925A1 (en) * 2014-12-17 2016-06-23 Pgs Geophysical As Pressure insensitive interferometer
EP3234658B1 (en) 2014-12-17 2022-07-13 Geospace Technologies Corporation Optical filter
US10129131B2 (en) * 2015-06-30 2018-11-13 Dell Products, Lp System and method for device optimization in a network of devices with embedded electronics
KR101640348B1 (ko) * 2015-08-17 2016-07-18 세종대학교산학협력단 초정밀 광 스캐닝 장치
CA3048197A1 (en) 2016-12-21 2018-06-28 Acucela Inc. Miniaturized mobile, low cost optical coherence tomography system for home based ophthalmic applications
JP2017185342A (ja) * 2017-07-18 2017-10-12 株式会社トプコン 光画像計測装置
EP3773171B1 (en) * 2018-04-02 2024-09-25 Oregon Health & Science University Systems and methods for bulk motion compensation in phase-based functional optical coherence tomography
CN112638233B (zh) 2018-06-20 2024-06-14 奥克塞拉有限公司 基于家庭的眼科应用的微型移动低成本光学相干断层扫描系统
JPWO2021095852A1 (zh) * 2019-11-14 2021-05-20
EP4081096A4 (en) 2019-12-26 2024-01-10 Acucela Inc. OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHY PATIENT ALIGNMENT SYSTEM FOR HOME-BASED OPHTHALMIC APPLICATIONS
US10959613B1 (en) 2020-08-04 2021-03-30 Acucela Inc. Scan pattern and signal processing for optical coherence tomography
AU2021324968A1 (en) 2020-08-14 2023-03-02 Acucela Inc. System and method for optical coherence tomography a-scan decurving
CN111829954B (zh) * 2020-09-09 2023-07-25 广东工业大学 一种提高全场扫频光学相干层析测量量程的系统及方法
US11393094B2 (en) 2020-09-11 2022-07-19 Acucela Inc. Artificial intelligence for evaluation of optical coherence tomography images
US11911105B2 (en) 2020-09-30 2024-02-27 Acucela Inc. Myopia prediction, diagnosis, planning, and monitoring device
US11974806B2 (en) * 2021-02-19 2024-05-07 Topcon Corporation Ophthalmologic information processing apparatus, ophthalmologic apparatus, ophthalmologic information processing method, and recording medium
WO2022204622A1 (en) 2021-03-24 2022-09-29 Acucela Inc. Axial length measurement monitor
CN115388796A (zh) * 2022-06-27 2022-11-25 重庆大学 一种基于快速稀疏扫频干涉的动态间隙测量方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5501226A (en) * 1994-10-19 1996-03-26 Carl Zeiss, Inc. Short coherence length, doppler velocimetry system
CN101002683A (zh) * 2007-01-12 2007-07-25 天津市先石光学技术有限公司 光程可选择的无创人体成分检测方法及检测装置
CN101184428A (zh) * 2005-04-01 2008-05-21 视声公司 利用超声波使血管结构三维可视化的系统和方法
CN101720205A (zh) * 2007-04-10 2010-06-02 南加利福尼亚大学 使用多普勒光学相干层析成像进行血液流量测量的方法和系统
US20100150467A1 (en) * 2008-07-21 2010-06-17 Mingtao Zhao Methods, systems, and computer readable media for synthetic wavelength-based phase unwrapping in optical coherence tomography and spectral domain phase microscopy

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19814057B4 (de) 1998-03-30 2009-01-02 Carl Zeiss Meditec Ag Anordnung zur optischen Kohärenztomographie und Kohärenztopographie
JP2002310897A (ja) 2001-04-13 2002-10-23 Japan Science & Technology Corp 光コヒーレンストモグラフィーにおける透光体の動きによる高速光遅延発生方法及びその高速光遅延発生装置
JP4045140B2 (ja) 2002-06-21 2008-02-13 国立大学法人 筑波大学 偏光感受型光スペクトル干渉コヒーレンストモグラフィー装置及び該装置による試料内部の偏光情報の測定方法
WO2005047813A1 (en) * 2003-10-27 2005-05-26 The General Hospital Corporation Method and apparatus for performing optical imaging using frequency-domain interferometry
US9060689B2 (en) 2005-06-01 2015-06-23 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for performing phase-resolved optical frequency domain imaging
JP4389032B2 (ja) * 2007-01-18 2009-12-24 国立大学法人 筑波大学 光コヒーレンストモグラフィーの画像処理装置
JP2010014514A (ja) * 2008-07-03 2010-01-21 Fujifilm Corp 光断層画像化装置及び光断層画像化装置における干渉信号の処理方法
JP5725697B2 (ja) * 2009-05-11 2015-05-27 キヤノン株式会社 情報処理装置および情報処理方法
US9192294B2 (en) * 2012-05-10 2015-11-24 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for faster optical coherence tomography acquisition and processing

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5501226A (en) * 1994-10-19 1996-03-26 Carl Zeiss, Inc. Short coherence length, doppler velocimetry system
CN101184428A (zh) * 2005-04-01 2008-05-21 视声公司 利用超声波使血管结构三维可视化的系统和方法
CN101002683A (zh) * 2007-01-12 2007-07-25 天津市先石光学技术有限公司 光程可选择的无创人体成分检测方法及检测装置
CN101720205A (zh) * 2007-04-10 2010-06-02 南加利福尼亚大学 使用多普勒光学相干层析成像进行血液流量测量的方法和系统
US20100150467A1 (en) * 2008-07-21 2010-06-17 Mingtao Zhao Methods, systems, and computer readable media for synthetic wavelength-based phase unwrapping in optical coherence tomography and spectral domain phase microscopy

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
YOUNG-JOO HONG ET AL: "《QUANTUM ELECTRONICS CONFERENCE&LASERS AND ELECTROOPTICS(CLED/IQEC/PACIFIC RIM)》", 1 September 2011, article "Non-invasive three-dimensional angiography of human eye by Doppler optical coherence tomography", pages: 769-770 *

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104622474A (zh) * 2015-03-09 2015-05-20 莆田市荔城区聚慧科技咨询有限公司 一种表面深度测量装置
CN104622474B (zh) * 2015-03-09 2016-11-23 莆田市荔城区聚慧科技咨询有限公司 一种表面深度测量装置
CN104849221A (zh) * 2015-05-21 2015-08-19 清华大学深圳研究生院 一种基于光学相干层析成像技术的相位定标方法
CN104849221B (zh) * 2015-05-21 2017-04-26 清华大学深圳研究生院 一种基于光学相干层析成像技术的相位定标方法
CN105342558A (zh) * 2015-09-30 2016-02-24 苏州大学 一种基于光学相干断层扫描成像中相位误差的校正方法
CN105342558B (zh) * 2015-09-30 2017-11-14 苏州大学 一种基于光学相干断层扫描成像中相位误差的校正方法
CN110996760A (zh) * 2017-06-16 2020-04-10 迈克尔·S·柏林 Oct引导的青光眼手术的方法和系统
CN110996760B (zh) * 2017-06-16 2022-07-22 迈克尔·S·柏林 Oct引导的青光眼手术的方法和系统
CN110057286A (zh) * 2017-12-22 2019-07-26 株式会社多美 光学相干层析成像装置
CN110057286B (zh) * 2017-12-22 2022-05-13 株式会社多美 光学相干层析成像装置
CN108956533A (zh) * 2018-07-13 2018-12-07 福州大学 一种可消除多色误差的oct共轭镜像去除装置及方法

Also Published As

Publication number Publication date
JP5900950B2 (ja) 2016-04-06
EP2801814B1 (en) 2018-04-18
EP2801814A4 (en) 2015-09-02
EP2801814A1 (en) 2014-11-12
JP2013140077A (ja) 2013-07-18
US20150009507A1 (en) 2015-01-08
WO2013103080A1 (ja) 2013-07-11
CN104053980B (zh) 2016-05-18
US9354038B2 (en) 2016-05-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104053980A (zh) 波长扫描型光学相干断层仪及其相位稳定化方法
De Boer et al. Twenty-five years of optical coherence tomography: the paradigm shift in sensitivity and speed provided by Fourier domain OCT
US11779219B2 (en) Low-coherence interferometry and optical coherence tomography for image-guided surgical treatment of solid tumors
Ju et al. Advanced multi-contrast Jones matrix optical coherence tomography for Doppler and polarization sensitive imaging
CN105342558B (zh) 一种基于光学相干断层扫描成像中相位误差的校正方法
Yaqoob et al. Spectral domain optical coherence tomography: a better OCT imaging strategy
US10470663B2 (en) Jones matrix OCT system and program for carrying out image processing on measured data obtained by said OCT
JP5626687B2 (ja) ２ビーム型光コヒーレンストモグラフィー装置
JP5787255B2 (ja) Ｐｓ−ｏｃｔの計測データを補正するプログラム及び該プログラムを搭載したｐｓ−ｏｃｔシステム
US8457440B1 (en) Method and system for background subtraction in medical optical coherence tomography system
JP6360065B2 (ja) スペクトル領域干渉法における信号処理方法および装置、並びにスペクトル領域光コヒーレンストモグラフィの方法および装置
JP6765786B2 (ja) 撮像装置、撮像装置の作動方法、情報処理装置、及び情報処理装置の作動方法
CN103439295A (zh) 全深度频域多普勒光学相干层析成像方法
US9243887B2 (en) Lateral distortion corrected optical coherence tomography system
Manapuram et al. Phase-sensitive swept source optical coherence tomography for imaging and quantifying of microbubbles in clear and scattering media
Subhash et al. Microcirculation imaging based on full-range high-speed spectral domain correlation mapping optical coherence tomography
JP5557397B2 (ja) 半透明物質の画像化の方法および装置
Meleppat et al. Optical frequency domain imaging with a rapidly swept laser in the 1300nm bio-imaging window
Ksenofontov et al. Numerical method for axial motion artifact correction in retinal spectral-domain optical coherence tomography
Gelikonov et al. Compensation for the influence of fluctuations in the distance to the object during noncontact probing in spectral domain optical coherence tomography
Gelikonov et al. Numerical method for axial motion correction in optical coherence tomography
Leitgeb et al. Complex and coherence noise free Fourier domain optical coherence tomography
Jing et al. Optical coherence tomography
US20240277229A1 (en) Intraoral scanner using common-path optical coherence tomography
Romania Optical coherence tomography in oncological imaging

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20160518

Termination date: 20211214

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee